專利名稱：測量設備、測量方法、信息處理設備和信息處理方法
技術領域：
本公開涉及測量設備、測量方法、信息處理設備、信息處理方法和程序，并且更具體地涉及能夠準確地檢測指示人的心臟運動的心跳模式的測量設備、測量方法、信息處理設備、信息處理方法和程序。
背景技術：
先前，已經為了諸如體格檢查的醫學目的來測量心電圖信號。心電圖信號是由人的心臟的循環運動引起的電信號，并且一個循環的波形模式(下面稱為心跳模式，heartbeat pattern)的特性在個體之間是不同的。
圖I示出一般的心跳模式的波形。在圖I中，橫軸表示時間軸(采樣軸)，并且縱軸表示電位。如圖I中所示，在一般心跳模式中，排列了按順序依次包括U波、P波、Q波、R波、S波和T波的特征波。已經提出了將這種心跳模式用于個人認證的建議(例如，在日本未審查專利申請公布(PCT申請的翻譯)2008-518709中)。具體地說，測量登記者的心電圖信號，提取心跳模式，并且預先計算并登記這些心跳模式的特征量。在認證期間，測量進行認證的人的心電圖信號，提取心跳模式，計算特征量并將該特征量與所登記的特征量作比較，并且基于比較結果來進行認證。在進行高度準確的測量的醫療機構中所使用的一般方法是12引線系統，其中，電極附接到位于頭部、胸部、四肢等上的12個點，以測量心電圖信號。如圖2中所示，已存在更簡單的方法(下面稱為簡單測量方法)，其中，將左手電極L、右手電極R和附接到左腳等的接地電極G用于測量。由于人體的電壓應當與用于測量心電圖信號的心電圖信號測量單元的參考電位相同，因此將人體和心電圖信號測量單元接地。然而，由于即使在只使用左手電極L和右手電極R時人體和心電圖信號測量單元之間的電壓差也會隨著時間變為零，因此能夠測量心電圖信號。然而，對于更即時且更準確的測量，優選除了左手電極L和右手電極R之外還使用接地電極G。已存在與心電圖信號的簡單測量方法類似的方法，其中，基于在電極之間流動或流過人體的電信號來測量人體阻抗(下面也稱為生物電Z)。在下述狀態下測量生物電Z 例如，如圖3中所示，被測量的人使他或她的左手與兩個電極LI和L2接觸，并使他或她的右手與兩個電極Rl和R2接觸。被測量的人可以使他或她的兩腳底部而非雙手與電極接觸。具體地說，如圖4中所示，在電極LI和電極Rl之間饋給頻率為幾十千赫的交流電i作為生物電Z測量信號，測量電極L2和電極R2之間的電位差Vz，并基于表達式Vz = i -Z來計算生物電Z。使用預先保存的表格和函數將以這種方式測量的生物電Z轉換為體成分數據(體脂百分比、肌肉量、骨量)，并提供給被測量的人
發明內容
如上所述，已存在用于測量心電圖信號的方法和用于測量生物電Z的方法，但是這些方法是由不同設備執行的，因此并不同時測量心電圖信號和生物電Z。期望同時測量心電圖信號和生物電Z。根據本公開的實施例，提供了一種測量設備，包括信號產生單元，所述信號產生單元產生用于測量生物電阻抗的測量信號；第一電極對，所述第一電極對與被測量的人的身體的左側和右側接觸，以向被測量的人的身體提供所產生的測量信號；第二電極對，所述第二電極對被置于所述第一電極對附近，并與被測量的人的身體的左側和右側接觸；生物電阻抗測量單元，所述生物電阻抗測量單元基于響應于所述測量信號的提供而從所述第二電極對獲得的電信號，來測量被測量的人的生物電阻抗；以及心電圖信號測量單元，所述心電圖信號測量單元基于從所述第二電極對獲得的電信號來測量被測量的人的心電圖信號，其中，所述生物電阻抗測量單元和所述心電圖信號測量單元同時并行地運行。根據本公開的實施例的測量設備可以進一步包括調整單元，所述調整單元使得與 所述第一電極對接觸的被測量的人的身體的平均電位與所述心電圖信號測量單元的參考電位相同。所述調整單元可以是布置在電源單元與所述第一電極對之間的電流放大器，所述電流放大器中所包括的正輸入端和負輸入端中的一個被接地。所述心電圖信號測量單元可以包括濾波器單元，所述濾波器單元從自所述第二電極對獲得的電信號中提取與所述心電圖信號對應的頻率分量。所述生物電阻抗測量單元可以檢測響應于所述測量信號的提供而從所述第二電極對獲得的電信號的電壓差，并可以基于用于指示所檢測的電壓差的檢測信號以及所述測量信號的電流來計算被測量的人的生物電阻抗。所述生物電阻抗測量單元可以包括濾波器單元，所述濾波器單元從所述檢測信號中提取與所述測量信號中相同的頻率分量。根據本公開的實施例的測量設備可以進一步包括提取單元，所述提取單元從所測量的心電圖信號中提取用于指示心臟的循環運動的心跳模式，其中，所述提取單元可以基于所測量的生物電阻抗來限制所述心跳模式的提取。根據本公開的實施例，提供了一種由測量設備執行的測量方法，所述測量設備測量被測量的人的生物電阻抗和心電圖信號，所述方法包括產生用于測量所述生物電阻抗的測量信號；從第一電極對向被測量的人的身體提供所述產生的測量信號，所述第一電極對與所述身體的左側和右側接觸；使用與所述第一電極對相鄰的第二電極對，基于響應于所述測量信號的提供而獲得的電信號來測量被測量的人的生物電阻抗，所述第二電極對與所述身體的左側和右側接觸；以及基于從所述第二電極對獲得的電信號來測量被測量的人的心電圖信號；其中，同時并行地測量所述生物電阻抗和所述心電圖信號。根據本公開的實施例，提供了一種使計算機執行處理的程序，所述處理包括產生用于測量生物電阻抗的測量信號；從第一電極對向被測量的人的身體提供所述產生的測量信號，所述第一電極對與所述身體的左側和右側接觸；使用與所述第一電極對相鄰的第二電極對，基于響應于所述測量信號的提供而獲得的電信號來測量被測量的人的生物電阻抗，所述第二電極對與所述身體的左側和右側接觸；以及基于從所述第二電極對獲得的電信號來測量被測量的人的心電圖信號；其中，同時并行地測量所述生物電阻抗和所述心電圖信號。在本公開的實施例中，產生用于測量生物電阻抗的所述測量信號，并且從與被測量的人的左側和右側接觸的所述第一電極對向被測量的人的身體提供所產生的測量信號。然后，使用與所述第一電極對相鄰并與被測量的人的身體的左側和右側接觸的所述第二電極對，基于響應于所述測量信號的提供而獲得的電信號，來測量被測量的人的生物電阻抗。與此同時，基于從所述第二電極對獲得的電信號來并行地測量被測量的人的心電圖信號。根據本公開的另一個實施例，提供了一種信息處理設備，包括生物電阻抗測量單元，所述生物電阻抗測量單元測量被測量的人的生物電阻抗；心電圖信號測量單元，所述心電圖信號測量單元與所述生物電阻抗的測量同時地測量被測量的人的心電圖信號；提取單元，所述提取單元從所測量的心電圖信號中提取用 于指示心臟的循環運動的心跳模式；以及處理單元，所述處理單元使用所提取的心跳模式來執行預定處理；其中，所述提取單元基于所測量的生物電阻抗來限制所述心跳模式的提取。所述提取單元可以在所測量的生物電阻抗等于或小于第一閾值時提取所述心跳模式，或者可以在所測量的生物電阻抗大于所述第一閾值時停止提取所述心跳模式。所述處理單元可以通過下述方式來執行認證登記與被假定為登記者的被測量的人對應的心跳模式，并將與被假定為進行認證的人的被測量的人對應的心跳模式與所登記的登記者的心跳模式作比較。所述處理單元可以通過下述方式來執行認證登記與被假定為登記者的被測量的人對應的心跳模式和生物電阻抗，并將相關系數與第二閾值作比較，所述相關系數用于指示與被假定為進行認證的人的被測量的人對應的心跳模式和所登記的登記者的心跳模式之間的相關性，所述第二閾值取決于登記者和進行認證的人之間的生物電阻抗的差。根據本公開的其他實施例，提供了一種由信息處理設備執行的信息處理方法，所述方法包括同時測量被測量的人的生物電阻抗和心電圖信號；在基于所測量的生物電阻抗來進行限制的同時，從所測量的心電圖信號中提取用于指示心臟的循環運動的心跳模式；以及使用所提取的心跳模式來執行預定處理。根據本公開的其他實施例，提供了一種使計算機執行處理的程序，所述處理包括同時測量被測量的人的生物電阻抗和心電圖信號；在基于所測量的生物電阻抗來進行限制的同時，從所測量的心電圖信號中提取用于指示心臟的循環運動的心跳模式；以及使用所提取的心跳模式來執行預定處理。根據本公開的其他實施例，同時測量被測量的人的生物電阻抗和心電圖信號，在基于所測量的生物電阻抗進行限制的同時，從所測量的心電圖信號提取指示心臟的循環運動的心跳模式，并且使用所提取的心跳模式來執行預定處理。根據本公開的實施例，可以同時測量心電圖信號和生物電Z。根據本公開的其他實施例，可以同時測量心電圖信號和生物電Z，并且可以從心電圖信號獲得良好的心跳模式。


圖I示出一般的心跳模式的波形。圖2示出使用三個電極測量心電圖信號的方法。
圖3示出測量生物電Z的方法。圖4示出測量生物電Z的方法。圖5A和5B是示出作為實施例的測量設備的輪廓視圖。圖6是示出測量設備的結構的示例的框圖。圖7示出用作接地電極的左手內部電極和右手內部電極。圖8描述了即使心電圖信號測量電極與接地電極相鄰，也能夠測量心電圖信號。圖9是示出由測量設備執行的同時測量的流程圖。圖10示出同時測量的心電圖信號和生物電Z的波形的示例。圖11是圖10中的心電圖信號的波形被橫向放大的視圖。 圖12A和12B是示出作為另一實施例的認證設備的輪廓視圖。圖13是示出認證設備的結構的示例的框圖。圖14是描述由認證設備進行的登記的流程圖。圖15是描述由認證設備進行的認證的流程圖。圖16示出如何使用對測量設備和認證設備的修改。圖17A和17B示出第一修改。圖18A和18B示出第二修改。圖19A和19B示出第三修改。圖20是示出計算機的結構的示例的框圖。
具體實施例方式將參考附圖詳細描述本公開的優選實施例(下面稱為實施例)。根據本公開的實施例，提供了一種測量設備，包括信號產生單元，所述信號產生單元產生用于測量生物電阻抗的測量信號；第一電極對，所述第一電極對與被測量的人的身體的左側和右側接觸，以向被測量的人的身體提供所產生的測量信號；第二電極對，所述第二電極對被置于所述第一電極對附近，并與被測量的人的身體的左側和右側接觸；生物電阻抗測量單元，所述生物電阻抗測量單元基于響應于所述測量信號的提供而從所述第二電極對獲得的電信號，來測量被測量的人的生物電阻抗；以及心電圖信號測量單元，所述心電圖信號測量單元基于從所述第二電極對獲得的電信號來測量被測量的人的心電圖信號，其中，所述生物電阻抗測量單元和所述心電圖信號測量單元同時并行地運行。根據本公開的實施例，提供了一種由測量設備執行的測量方法，所述測量設備測量被測量的人的生物電阻抗和心電圖信號，所述方法包括產生用于測量所述生物電阻抗的測量信號；從第一電極對向被測量的人的身體提供所述產生的測量信號，所述第一電極對與所述身體的左側和右側接觸；使用與所述第一電極對相鄰的第二電極對，基于響應于所述測量信號的提供而獲得的電信號來測量被測量的人的生物電阻抗，所述第二電極對與所述身體的左側和右側接觸；以及基于從所述第二電極對獲得的電信號來測量被測量的人的心電圖信號；其中，同時并行地測量所述生物電阻抗和所述心電圖信號。根據本公開的實施例，提供了一種信息處理設備，包括生物電阻抗測量單元，所述生物電阻抗測量單元測量被測量的人的生物電阻抗；心電圖信號測量單元，所述心電圖信號測量單元與所述生物電阻抗的測量同時地測量被測量的人的心電圖信號；提取單元，所述提取單元從所測量的心電圖信號中提取用于指示心臟的循環運動的心跳模式；以及處理單元，所述處理單元使用所提取的心跳模式來執行預定處理；其中，所述提取單元基于所測量的生物電阻抗來限制所述心跳模式的提取。根據本公開的實施例，提供了一種由信息處理設備執行的信息處理方法，所述方法包括同時測量被測量的人的生物電阻抗和心電圖信號；在基于所測量的生物電阻抗來進行限制的同時，從所測量的心電圖信號中提取用于指示心臟的循環運動的心跳模式；以及使用所提取的心跳模式來執行預定處理。〈I.實施例 >[測量設備的結構的示例]
圖5A和5B示出了作為實施例的測量設備的上表面的輪廓。測量設備10同時測量被測量的人的心電圖信號和生物電Z。如圖5A中所示，在測量設備10的左部布置左手內部電極IlL和左手外部電極12L，并在右部布置右手內部電極IlR和右手外部電極12R。另外，在上表面中心處布置指示單元13。指示單元13向被測量的人示出測量產生的心電圖信號的波形以及基于生物電Z的體成分值(諸如體脂百分比)。如圖5B中所示，測量設備10在下述狀態下進行測量被測量的人使他或她的左掌與左手內部電極IlL和左手外部電極12L接觸，并使他或她的右掌與右手內部電極IlR和右手外部電極12R接觸。圖6示出測量設備10的結構的示例。測量設備10包括右電極板21、左電極板25、生物電Z測量單元27、心電圖信號測量單元34、顯示控制單元39以及指示單元13，其中，右手內部電極IlR和右手外部電極12R連接到右電極板21，而左手內部電極IlL和左手外部電極12L連接到左電極板25。右電極板21包括電阻器22、電流放大器23和緩沖放大器24。電阻器22串聯連接在電流放大器23的負輸入端與生物電Z測量單元27的信號產生單元28之間。電阻器22的電阻例如是IkQ。電流放大器23的負輸入端連接到生物電Z測量單元27的信號產生單元28和右手內部電極I IR。電流放大器23的輸出端經由左電極板25連接到左手內部電極11L。電流放大器23的正輸入端接地。電流放大器23將從負輸入端輸入的生物電Z測量信號i (例如具有50kHz的頻率和IV的電壓)放大為1mA，并且將該信號輸出到左手內部電極11L。因此，經放大的生物電Z測量信號i流過包括左手內部電極11L、被測量的人的身體(活體)的內部以及右手內部電極IlR的路徑(當然，該信號反向地流過該路徑)。當電流放大器23正常工作時,正輸入端的電位等于負輸入端的電位。然而，由于電流放大器23的正輸入端接地，因此負輸入端的電位也變為0V。另外，電流放大器23的輸出/輸入端的平均電位也變為0V。因此，左手內部電極IlL和右手內部電極IlR作為被測量的人的接地電極進行工作。稍后將參考圖7來給出細節。緩沖放大器24放大從右手外部電極12R輸入的電信號，并將該信號輸出到下一級。這個電信號被分為兩路，并輸出到生物電Z測量單元27中的放大器30的負輸入端以及心電圖信號測量單元34中的放大器35的負輸入端。左電極板25具有緩沖放大器26。緩沖放大器26放大從左手外部電極12L輸入的電信號，并將該信號輸出到下一級。這個電信號被分為兩路，并輸出到生物電Z測量單元27中的放大器30的正輸入端以及心電圖信號測量單兀34中的放大器35的正輸入端。生物電Z測量單元27包括信號產生單元28、放大器29、放大器30、BPF (帶通濾波器)31、ENV檢測單元32和計算單元33。信號產生單元28產生生物電Z測量信號i。放大器29放大生物電Z測量信號i，并將該信號輸出到右電極板21。放大器30放大從左手外部電極12L和右手外部電極12R輸入的電信號，并將這些信號輸出到BPF 31。在來自放大器30的電信號當中，BPF 31僅使與生物電Z測量信號i中相同的頻帶(50kHz)通向下一級中的ENV檢測單元3 2。ENV檢測單元32檢測從BPF 31輸入的電信號的包絡，并將該包絡輸出到計算單元33。計算單元33根據由ENV檢測單元32檢測的包絡獲得在左手外部電極12L和右手外部電極12R之間的差分電壓Vz，并根據差分電壓Vz和生物電Z測量信號i計算生物電Z( = Vz/i)。所計算的生物電Z被輸出到下一級中的顯示控制單元39。心電圖信號測量單元34包括放大器35、陷波濾波器36、BPF 37和A/D轉換器38。放大器35使用OV作為參考電壓來放大從左手外部電極12L和右手外部電極12R輸入的電信號，并將這些信號輸出到陷波濾波器36。陷波濾波器36和BPF 37僅從自放大器30輸出的電信號中提取作為心電圖信號的主要分量的、多達IOOHz的頻率分量，并將這些頻率分量輸出到A/D轉換器38。A/D轉換器38對來自BPF 37的多達IOOHz的電信號進行數字化，以產生心電圖信號。所產生的心電圖信號被輸出到下一級中的顯示控制單元39。顯示控制單元39使用預先包含的表格和函數將從生物電Z測量單元27輸入的生物電Z轉換為體成分值(諸如體脂百分比)，產生顯示數據，并且將該數據輸出到指示單元13。顯示控制單元39還基于從心電圖信號測量單元34輸入的心電圖信號來產生顯示數據，并且將該數據輸出到指示單元13。指示單元13基于來自顯示控制單元39的顯示數據來提供被測量的人的體成分值和心電圖信號的波形。指示單元13還顯示用于指示被測量的人與電極接觸或重新嘗試與電極接觸的消息或用于報告測量錯誤的消息。[對左手內部電極IlL和右手內部電極IlR為何成為接地電極的原因的描述]表示電流放大器23的外部電路的圖7描述了左手內部電極IlL和右手內部電極IlR成為接地電極。如上所述，具有50kHz的頻率、IV的電壓V1和ImA的電流的生物電Z測量信號i流過包括左手內部電極11L、人體和右手內部電極IlR的路徑。電流放大器23的負輸入端的電位V2是0V，并且電流放大器23的輸入端的電位/輸出端的電位V3的平均值也是0V。與左手內部電極IlL和右手內部電極IlR接觸的被測量的人的電位也變為0V。因此，采用左手內部電極IlL和右手內部電極IlR來用作被測量的人的接地電極。[對為何即使當心電圖信號測量電極鄰近接地電極時也能夠測量心電圖信號的原因的描述]圖8描述了即使當心電圖信號測量電極(左手外部電極12L和右手外部電極12R)鄰近接地電極(左手內部電極IlL和右手內部電極11R)時，也能夠測量心電圖信號。在此，將生物電Z分離為體電阻Rb和掌部皮膚電阻Rs。另外，假定用于放大來自左手外部電極12L和右手外部電極12R的電信號的緩沖放大器24和26的內部電阻是RIN。
與掌部皮膚電阻Rs相比，體電阻Rb足夠小(因為人體主要包含液體)，并且內部電阻Rin足夠大。在該情況下，由心臟的運動導致的心電圖電壓Ve被測量為緩沖放大器24和緩沖放大器26之間的差分電壓(Vp-Vm)，而與左手外部電極12L和左手內部電極IlL之間(或右手外部電極12R和右手內部電極IlR之間)的距離無關。[測量設備10的操作]圖9是用于描述測量設備10測量生物電Z和心電圖信號的處理(下面稱為同時測量)的流程圖。在步驟SI中，提示被測量的人與電極接觸。響應于此，被測量的人使他或她的左掌與左手內部電極IlL和左手外部電極12L接觸，并使他或她的右掌與右手內部電極IlR和右手外部電極12R接觸。在步驟S2中，生物電Z測量單元27的信號產生單元28開始輸出生物電Z測量信號i。生物電Z測量信號i流過包括左手內部電極11L、人體和右手內部電極IlR的路徑。
在步驟S3中，來自左手外部電極12L的電信號被輸入到生物電Z測量單元27和心電圖信號測量單元34。在步驟S4中，生物電Z測量單元27計算生物電Z，并將該生物電Z輸出到顯示控制單元39。與此同時，心電圖信號測量單元34產生心電圖信號，并將該心電圖信號輸出到顯示控制單元39。在步驟S5中，顯示控制單元39使用預先保存的表格和函數來將所計算的生物電Z轉換為體成分值(諸如體脂百分比)，產生顯示數據，并將該數據輸出到指示單元13。顯示控制單元39還基于從心電圖信號測量單元34輸入的心電圖信號來產生顯示數據，并將該顯示數據輸出到指示單元13。指示單元13基于來自顯示控制單元39的顯示數據來提供被測量的人的體成分值以及心電圖信號的波形?，F在，完成同時測量。在上述的同時測量中，能夠在不進行時間劃分的情況下同時測量生物電Z和心電圖信號。由于能同時測量生物電Z和心電圖信號，因此能夠迅速地執行使用生物電Z和心電圖信號的預定處理(諸如稍后描述的認證)。<2.另一實施例>首先，將描述生物電Z和心電圖信號之間的關系。然后，將描述把生物電Z和心電圖信號用于個人認證的、作為另一實施例的認證設備。圖10示出同時測量的生物電Z和心電圖信號的波形的示例。在圖10中，在橫軸上繪制采樣編號，并在縱軸上繪制電位。圖11是圖10中的心電圖信號在從采樣編號2000至3000的范圍中的放大視圖。發現圖10和11中所示的心電圖信號在從采樣編號2000至3000的范圍中具有穩定的波形。還發現心電圖信號在其他范圍中因包含噪聲分量而具有不穩定的波形。例如由手掌和電極之間的松散連接、活體的肌電位的變化等導致包含噪聲分量。發現圖10中的生物電Z在從采樣編號2000至3000的范圍和等于或大于3500的范圍中指示低值；生物電Z在其他范圍中指示高值。如圖10中所示，心電圖信號和生物電Z之間存在相關性；當心電圖信號的波形不穩定時，生物電Z變高，而當心電圖信號的波形穩定時，生物電Z變低。在稍后描述的登記和認證中，從心電圖信號提取的心跳模式(的特征量)與被測量的人(登記者或進行認證的人)相關聯。為了提高個人認證的準確性，應當從穩定的心電圖信號提取心跳模式。因此，作為另一實施例的認證設備參考生物電Z，并僅在生物電Z等于或小于預定值時從心電圖信號提取心跳模式。[認證設備的結構的示例]圖12A和12B是示出作為另一實施例的認證設備的上表面的輪廓視圖。該認證設備50同時測量被測量的人(登記者或進行認證的人)的心電圖信號和生物電Z，并使用從心電圖信號提取的心跳模式執行個人認證。
在認證設備50的組件中，與作為實施例的測量設備10共有的組件被賦予相同的附圖標號，并適當省略了對這些部件的說明。如圖12A中所示，在認證設備50的左部布置左手內部電極IIL和左手外部電極12L ;在右部布置右手內部電極IlR和右手外部電極12R。另外，在上表面的中心布置示出測量結果、認證結果等的指示單元13。如圖12B中所示，認證設備50在下述狀態下進行測量被測量的人使他或她的左掌與左手內部電極IlL和左手外部電極12L接觸，并使他或她的右掌與右手內部電極IlR和右手外部電極12R接觸；然后執行個人認證。圖13示出認證設備50的結構的示例。認證設備50包括右電極板21和左電極板25、生物電Z測量單元27、心電圖信號測量單元34、認證單元60以及指示單元13,其中右手內部電極IlR和右手外部電極12R連接到右電極板21，而左手內部電極IlL和左手外部電極12L連接到左電極板25。生物電Z測量單元27向認證單元60的心跳模式提取單元62和登記認證單元63報告所計算的生物電Z。心電圖信號測量單元34向認證單元60的峰值檢測單元61輸出所產生的心電圖信號。認證單元60包括峰值檢測單元61、心跳模式提取單元62和登記認證單元63。峰值檢測單元61檢測心電圖信號中的特征波(例如，R波)的峰值，并將該峰值報告到心跳模式提取單元62。只有當生物電Z等于或小于預定的第一閾值時，心跳模式提取單元62才從心電圖信號中提取相對于所檢測的峰值的預定的采樣范圍來作為心跳模式，計算該心跳模式的特征量，并將該特征量輸出到登記認證單元63。用于計算心跳模式的特征量的方法是任意的?？梢约俣ㄐ奶Ｊ奖旧硎翘卣髁?。在登記期間，登記認證單元63將被測量的人(登記者)與心跳模式的特征量以及在提取心跳模式時測量的生物電Z相關聯，并且對其進行記錄(登記)。在認證期間，登記認證單元63計算用于指示被測量的人(進行認證的人)的心跳模式的特征量與所登記的每一個心跳模式的特征量之間的相關性的相關值，并基于該相關值來執行對進行認證的人的個人認證。具體地說，登記認證單元63識別在所登記的登記者的心跳模式的特征量當中具有最高相關值的那個特征量，并在該相關值等于或大于預定的第二閾值時，將進行認證的人認證為對應的登記者。預定的第二閾值可以是固定值，或者可以是依賴于進行認證的人的生物電Z與要比較的登記者的生物電Z之間的差的可變值。對于同一個人，盡管生物電Z隨測量時間而變化，但是該變化較小。因此，當被測量的人的生物電Z與具有最高相關度的登記者的生物電Z之間的差變大時，第二閾值應當更大。當假定相關值的范圍是從-I至I并且最高相關值是I時，例如如果進行認證的人的生物電Z與登記者的生物電Z之間的差可以是170 Q或更小，則將第二閾值設為0. 99 ；如果該差是170至340 Q，則第二閾值可以是0. 995 ;如果該差是340 Q或更大，則第二閾值可以是0. 999。登記認證單元63向指示單元13輸出個人認證的結果。另外，當生物電Z大于第一閾值時，登記認證單元63使得指示單元13顯示用于指示測量錯誤等的消息。指示單元13顯示從登記認證單元63輸入的個人認證的結果。另外,指示單元13在登記認證單元63的控制下顯示用于指示被測量的人與電極接觸或重新嘗試與電極 接觸的消息或用于報告測量錯誤的消息。[認證設備50的操作]
圖14是描述由認證設備50進行的登記的流程圖。該登記假定已通過與測量設備10所進行的同時測量相類似的處理來將同時從登記者測量的生物電Z和心電圖信號輸入到認證單元60。還假定峰值檢測單元61已經檢測到從前一級輸入的心電圖信號的峰值。在步驟Sll中，心跳模式提取單元62和登記認證單元63確定生物電Z是否等于或小于第一閾值。當確定生物電Z大于第一閾值時，由于認為此時測量的心電圖信號的波形是不穩定的，因此處理進行到步驟S12。在步驟S12中，指示單元13在登記認證單元63的控制下顯示用于指示測量錯誤等的消息。響應于這個消息，登記者進行諸如重新嘗試與電極接觸的行為。當在步驟Sll中確定生物電Z等于或小于第一閾值時，由于認為此時測量的心電圖信號的波形是穩定的，因此處理進行到步驟S13。心跳模式提取單元62在步驟S13中從心電圖信號提取相對于所檢測的峰值的預定的采樣范圍來作為心跳模式，并在步驟S14中計算該心跳模式的特征量，并將該特征量輸出到登記認證單元63。在步驟S15中，登記認證單元63將進行認證的人(登記者)與心跳模式的特征量以及在提取心跳模式時測量的生物電Z相關聯，并對其進行記錄(登記)?，F在，完成登記。在上面的登記中，當認為心電圖信號不穩定時，并不提取心跳模式，而只在認為心電圖信號穩定時才提取心跳模式。因此，能夠登記與登記者對應的、可靠的心跳模式(的特征量)。圖15是描述由認證設備50進行的認證的流程圖。該認證假定已通過與測量設備10所進行的同時測量相類似的處理來將同時從進行認證的人測量的生物電Z和心電圖信號輸入到認證單元60。還假定峰值檢測單元61已檢測到從前一級輸入的心電圖信號的峰值。在步驟S21中，心跳模式提取單元62和登記認證單元63確定生物電Z是否等于或小于第一閾值。當確定生物電Z大于第一閾值時，由于認為此時測量的心電圖信號的波形不穩定，因此處理進行到步驟S22。在步驟S22中，指示單元13在登記認證單元63的控制下顯示用于指示測量錯誤的消息等。響應于這個消息，進行認證的人的采取諸如重新嘗試與電極接觸的行為。另一方面，當確定生物電Z等于或小于第一閾值時，由于認為此時測量的心電圖信號的波形是穩定的，因此處理進行到步驟S23。心跳模式提取單元62在步驟S23中從心電圖信號提取相對于所檢測的峰值的預定的采樣范圍來作為心跳模式，并在步驟S24中計算該心跳模式的特征量并將該特征量輸出到登記認證單元63。在步驟S25中，登記認證單元63計算進行認證的人的心跳模式的特征量與所登記的心跳模式的特征量之間的相關值。在步驟S26中，登記認證單元63識別具有最高相關值的登記者作為該計算的結果，并確定該最高相關值是否等于或大于第二閾值，該第二閾值依賴于所識別的登記者的生物電Z與進行認證的人的生物電Z之間的差。當確定最高相關值等于或大于第二閾值時，處理進行到步驟S27。在步驟S27中，登記認證單元63向指示單元13通知進行認證的人被認證為登記者。指示單元13向進行認證的人通知進行認證的人被認證為登記者。另一方面，當確定最高相關值小于第二閾值時，處理進行到步驟S28。在步驟S28 中，登記認證單元63向指示單元13通知沒有與進行認證的人匹配的登記者。指示單元13向進行認證的人通知沒有與進行認證的人匹配的登記者?，F在，完成認證。在上面的登記中，當認為心電圖信號不穩定時，并不提取心跳模式，而只在認為心電圖信號穩定時才提取心跳模式。因此，能夠登記與進行認證的人對應的、可靠心跳模式(的特征量)，由此提高認證的準確性。<3.修改〉接下來，將描述對作為實施例的測量設備10和作為另一實施例的認證設備50的修改。可以如以下所描述的那樣來改變測量設備10(認證設備50)的四個電極的位置。圖16示出如何使用四個電極的位置已改變的測量設備10(認證設備50)。S卩，可以布置四個電極，使得在被測量的人用兩手拿著測量設備10 (認證設備50)的狀態下，兩個電極與左掌和右掌或手指中的每一個接觸。圖17A和17B示出下述修改在該修改中，左手外部電極12L被布置在測量設備10(認證設備50)的主體的左側，右手外部電極12R被布置在右側，并且左手內部電極IlL和右手內部電極I IR被布置在主體的背面的中心附近。圖18A和18B示出下述修改在該修改中，左手內部電極IlL和左手外部電極12L被布置在測量設備10 (認證設備50)的主體的左側，并且右手內部電極IlR和右手外部電極12R被布置在右側。圖19A和圖19B示出下述修改在該修改中，左手外部電極12L被布置在測量設備10 (認證設備50)的主體的左側，右手外部電極12R被布置在右側，左手內部電極IlL被布置在主體的背面的左部，并且右手內部電極I IR被布置在主體的背面的右部。能夠以除了圖17A至19B中所示的修改以外的方式來布置四個電極?？梢酝ㄟ^硬件或軟件來實現上述一系列處理。當通過軟件來實現這一系列處理時，使用具有專用硬件的計算機，該專用硬件包含構成軟件的程序；或者，從通用個人計算機中的程序存儲介質來安裝程序，該通用個人計算機例如根據所安裝的程序來執行各種功倉泛。圖20是示出使用程序來執行上述一系列處理的計算機的硬件結構的示例的框圖。
在計算機100中，CPU(中央處理單元)101、R0M(只讀存儲器)102和RAM(隨機存取存儲器)103通過總線104互連。輸入/輸出接口 105也連接到總線104。下述各項連接到輸入/輸出接口 105 :輸入單元106，包括鍵盤、鼠標、麥克風等；輸出單元107，包括顯示器、揚聲器等；存儲單元108，包括硬盤驅動器、非易失性存儲器等；通信單元109，包括網絡接口等；以及驅動器110，用于驅動諸如磁盤、光盤、磁光盤或半導體存儲器的可移動介質111。在如上述那樣配置的計算機100中，CPU 101將存儲單元108中所存儲的程序經由輸入/輸出接口 105和總線104加載到RAM 103中， 理。由計算機執行的程序可以是根據本說明書中描述的順序以時間順序來執行處理的程序；或者，并行地或在必要時(諸如出現調用時)執行處理的程序。可以由一個計算機來處理該程序，或者可以由多個計算機以分布方式來處理該程序。另外，可以將該程序傳送到遠程計算機以進行執行。在本說明書中，系統表示包括多個單元的整體設備。本公開的實施例不限于以上實施例，而且可以在不脫離本公開的范圍的情況下進行各種修改。本公開包含與2011年3月30日提交到日本專利局的日本優先權專利申請JP2011-076189中所公開的主題相關的主題，該申請全部內容通過引用合并于此。
權利要求
1.一種測量設備，包括 信號產生單元，所述信號產生單元產生用于測量生物電阻抗的測量信號； 第一電極對，所述第一電極對與被測量的人的身體的左側和右側接觸，以向被測量的人的身體提供所產生的測量信號； 第二電極對，所述第二電極對被置于所述第一電極對附近，并與被測量的人的身體的左側和右側接觸； 生物電阻抗測量單元，所述生物電阻抗測量單元基于響應于所述測量信號的提供而從所述第二電極對獲得的電信號，來測量被測量的人的生物電阻抗；以及 心電圖信號測量單元，所述心電圖信號測量單元基于從所述第二電極對獲得的電信號來測量被測量的人的心電圖信號， 其中，所述生物電阻抗測量單元和所述心電圖信號測量單元同時并行地運行。
2.根據權利要求I所述的測量設備，進一步包括調整單元，所述調整單元使得與所述第一電極對接觸的被測量的人的身體的平均電位與所述心電圖信號測量單元的參考電位相同。
3.根據權利要求2所述的測量設備，所述調整單元是布置在電源單元與所述第一電極對之間的電流放大器，所述電流放大器中所包括的正輸入端和負輸入端中的一個被接地。
4.根據權利要求2所述的測量設備，其中，所述心電圖信號測量單元包括濾波器單元，所述濾波器單元從自所述第二電極對獲得的電信號中提取與所述心電圖信號對應的頻率分量。
5.根據權利要求2所述的測量設備，其中，所述生物電阻抗測量單元檢測響應于所述測量信號的提供而從所述第二電極對獲得的電信號的電壓差，并基于用于指示所檢測的電壓差的檢測信號以及所述測量信號的電流來計算被測量的人的生物電阻抗。
6.根據權利要求5所述的測量設備，其中，所述生物電阻抗測量單元包括濾波器單元，所述濾波器單元從所述檢測信號中提取與所述測量信號中相同的頻率分量。
7.根據權利要求2所述的測量設備，進一步包括 提取單元，所述提取單元從所測量的心電圖信號中提取用于指示心臟的循環運動的心跳模式， 其中，所述提取單元基于所測量的生物電阻抗來限制所述心跳模式的提取。
8.一種由測量設備執行的測量方法，所述測量設備測量被測量的人的生物電阻抗和心電圖信號，所述方法包括 產生用于測量所述生物電阻抗的測量信號； 從第一電極對向被測量的人的身體提供所述產生的測量信號，所述第一電極對與所述身體的左側和右側接觸； 使用與所述第一電極對相鄰的第二電極對，基于響應于所述測量信號的提供而獲得的電信號來測量被測量的人的生物電阻抗，所述第二電極對與所述身體的左側和右側接觸；以及 基于從所述第二電極對獲得的電信號來測量被測量的人的心電圖信號； 其中，同時并行地測量所述生物電阻抗和所述心電圖信號。
9.一種使計算機執行處理的程序，所述處理包括產生用于測量生物電阻抗的測量信號； 從第一電極對向被測量的人的身體提供所述產生的測量信號，所述第一電極對與所述身體的左側和右側接觸； 使用與所述第一電極對相鄰的第二電極對，基于響應于所述測量信號的提供而獲得的電信號來測量被測量的人的生物電阻抗，所述第二電極對與所述身體的左側和右側接觸；以及 基于從所述第二電極對獲得的電信號來測量被測量的人的心電圖信號； 其中，同時并行地測量所述生物電阻抗和所述心電圖信號。
10.一種信息處理設備，包括 生物電阻抗測量單元，所述生物電阻抗測量單元測量被測量的人的生物電阻抗；心電圖信號測量單元，所述心電圖信號測量單元與所述生物電阻抗的測量同時地測量被測量的人的心電圖信號； 提取單元，所述提取單元從所測量的心電圖信號中提取用于指示心臟的循環運動的心跳模式；以及 處理單元，所述處理單元使用所提取的心跳模式來執行預定處理； 其中，所述提取單元基于所測量的生物電阻抗來限制所述心跳模式的提取。
11.根據權利要求10所述的信息處理設備，其中，所述提取單元在所測量的生物電阻抗等于或小于第一閾值時提取所述心跳模式，或者在所測量的生物電阻抗大于所述第一閾值時停止提取所述心跳模式。
12.根據權利要求10所述的信息處理設備，其中，所述處理單元通過下述方式來執行認證登記與被假定為登記者的被測量的人對應的心跳模式，并將與被假定為進行認證的人的被測量的人對應的心跳模式與所登記的登記者的心跳模式作比較。
13.根據權利要求12所述的信息處理設備，其中，所述處理單元通過下述方式來執行認證登記與被假定為登記者的被測量的人對應的心跳模式和生物電阻抗，并將相關系數與第二閾值作比較，所述相關系數用于指示與被假定為進行認證的人的被測量的人對應的心跳模式和所登記的登記者的心跳模式之間的相關性，所述第二閾值取決于登記者和進行認證的人之間的生物電阻抗的差。
14.一種由信息處理設備執行的信息處理方法，所述方法包括 同時測量被測量的人的生物電阻抗和心電圖信號； 在基于所測量的生物電阻抗來進行限制的同時，從所測量的心電圖信號中提取用于指示心臟的循環運動的心跳模式；以及 使用所提取的心跳模式來執行預定處理。
15.一種使計算機執行處理的程序，所述處理包括 同時測量被測量的人的生物電阻抗和心電圖信號； 在基于所測量的生物電阻抗來進行限制的同時，從所測量的心電圖信號中提取用于指示心臟的循環運動的心跳模式；以及 使用所提取的心跳模式來執行預定處理。
全文摘要
公開了一種測量設備、測量方法、信息處理設備和信息處理方法。該測量設備包括信號產生單元，其產生用于測量生物電阻抗的測量信號；第一電極對，所述第一電極對與被測量的人的身體的左側和右側接觸，以向所述身體提供所產生的測量信號；第二電極對，所述第二電極對被置于所述第一電極對附近，并與所述身體的左側和右側接觸；生物電阻抗測量單元，其基于響應于所述測量信號的提供而從所述第二電極對獲得的電信號，來測量被測量的人的生物電阻抗；以及心電圖信號測量單元，其基于從所述第二電極對獲得的電信號來測量被測量的人的心電圖信號。所述生物電阻抗測量單元和所述心電圖信號測量單元同時并行地運行。
文檔編號A61B5/053GK102727196SQ201210035278
公開日2012年10月17日 申請日期2012年2月16日 優先權日2011年3月30日
發明者中野裕章, 井野浩幸, 小暮英行, 小木曾貴之, 村松廣隆, 福田伸一, 遠藤彰 申請人:索尼公司